CN1070042C - 一种在磁共振成像中利用相位测流速的解卷方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了在磁共振成象的相位测速技术中解决相位卷绕问题的一种方法，具体的说是磁共振成象序列在心电门控同步下扫描，获取同一片层不同心电时相的磁共振图象，利用空间固定点速度场的时间连续性来处理空间相位的卷绕问题，利用本方法可以在不减小测量流速精度的情况下，扩大流速的可测动态范围，而且扫描简单，计算方便，适用于在磁共振成象系统中用相位方法实现流速测量。

Description

一种在磁共振成象中利用相位测流速的解卷方法

本发明涉及在磁共振成象中用相位实现流速测量的方法，具体地说涉及一种利用相位测流速的解卷的方法。

某些原子核，如氢原子核，具有一种称之为自旋的特性，运动的电荷在核周围有一个磁场，从而可把它看成为一个很小很小的磁偶极矩，称为核磁矩。人体内有大量水，因而含大量氢原子，如果把一组氢原子放在一个外加的恒定磁场中，则其核磁矩的极性顺着外磁场方向排列的氢原子核的数目会稍多于逆着外磁场方向排列的氢原子核数目，这一差异形成了一个净磁场，用磁化矢量表征，它既有幅度又有方向，并以一定的频率围绕外加磁场(象陀螺那样)进动，这个运动频率称为拉莫尔频率，它与外磁场的强度成正比。在目前人们能得到的强磁场范围内，拉莫尔频率都在射频波段。

如果用外加的一个频率等于拉莫尔频率的电磁波作用于置于外磁场中的人体，则其中的氢原子核将会吸收此电磁波的能量从而改变磁化矢量的方向(偏离其平衡状态)，假定在很短的时间间隔内，外加的电磁波的能量足够使上述磁化矢量的方向偏离其原来方向α角，则称此电磁脉冲为α脉冲，外加的电磁脉冲在磁共振成象中又称为射频脉冲。

射频脉冲结束之后，在一段时间之内，磁化矢量将逐渐恢复到其平衡状态，同时氢原子核释放出吸收的外加电磁场能量，辐射电磁波，这就是所谓磁共振信号。磁化矢量从非平衡状态朝其平衡状态的恢复是一个渐变过程，称之为弛豫，它由物质内部结构及其所处的状态所决定。弛豫可分成平行与垂直于外磁埸两个方向的弛豫，并用T₁和T₂两个特征弛豫时间来分别表征。

磁共振成象(MRI)需要用一个射频线圈接收磁共振信号，通过外加射频脉冲，使磁化矢量发生偏转，磁化矢量在与磁场垂直的横向平面内的进动，使穿过线圈的磁通量发生变化，磁通的变化在线圈中感应出电流，线圈内流动的电流的大小或者说信号强度，正比于磁化矢量横向分量的大小；与氢原子密度有关，同时也与T₁和T₂两个弛豫时间有关。

磁共振图象的空间信息是用梯度磁场形成的，人为地使磁场强度在空间形成有规律的分布。处于磁场强度较低位置的氢原子核的共振频率比处于磁场强度高的位置氢原子核的共振频率低，利用频率上的这一差别进行空间编码，以确定氢原子核的一维空间位置，这一维对应的梯度磁场称为频率编码梯度。另一维空间编码是通过相位差别建立的，它使用的梯度方向与频率编码梯度相垂直，称之为相位编码梯度。第三个梯度与频率编码梯度和相位编梯度构成的平面相垂直，其作用是选片，即选定人体上要成象的截面位置，称为选片梯度。只要在不同的方向上、不同的时间间隔内分别加上上述三种梯度磁场，便可得到表示横断面、矢状面、冠状面乃至任何方向截面的磁共振信号。射频脉冲与三个梯度波形之间的时间、幅度关系称之为脉冲序列。

磁共振成象系统采集经过上述编码的磁共振信号，对采集到的信号进行解码，即图象重构，便得到任何方向截面的磁共振图象。因为磁共振信号为复数信号，得到的磁共振图象也为复数，其幅度、相位由氢原子密度、弛豫时间T₁、T₂及扫描参数确定。对于静态物体磁共振图象的相位不随时间变化。磁共振图象上也可以探测到流动现象。

在磁共振图象上相位信号的变化可反映流动速度。一般磁共振图象上的相位分布与流体流速分布，有如下关系：

            P(X,Y)=C·V(X,Y)    (1)

其中：P(X,Y)为磁共振图象上空间(X,Y)点的相位，

      V(X,Y)为相应点的流速，C为常数。

在磁共振成象中利用与流速相关的相位信息来进行流速测量称为相位测速方法。用相位测速方法的电影回放式流速测量是磁共振成象中常用的一种流速测量方法，它在一个时间过程中，以一定的时间分辨力，对空间固定片层连续成象，得到一个空间某截面上速度场的时间变化过程，利用图象上各点的相位变化来描写对应空间点的速度。用相位测速时往往会产生相位卷绕，因为图象上各点的相位在±π区间周期性取值，如一个实际上的+3/2π的相位，在图象上将表现为-π/2的相位，也就是说，当流速太大相对应的相位大于π时，就会发生相位卷绕，在图象上反映为一个负的相位，从而破坏了流速与相位的线性关系，不能正确进行流速测量。为防止相位卷绕，一般使用小的C，即低的速度灵敏度以扩大流速的测量范围，但流速的动态范围较大，在用小C情况下，流动速度测量的精度也就下降，对慢的流动，测出的速度也就不准。为保证测量精度又扩大测量的范围，需要解决相位卷绕问题，S.M.Song在12th.SMRM507 1993年″DynamicRange Extension of Phase Contrast Velocity Measure-ments″一文中认为流体的流动有一个空间的速度分布，在速度沿空间变化不大情况下，可由单幅MR图象通过复杂的运算，得到流动的无卷绕的相位，但这种解决卷绕方法的算法较复杂。

本发明的目的是克服现有技术的不足，提出一种在磁共振成象中用相位测流速的解卷方法。

为达到上述目的，本发明的技术解决方案是：

一种在磁共振成象中利用相位测流速的解卷方法，该磁共振图象上流体的相位与流速成正比，其中一磁共振成象系统包括有门控装置，用于探测脉动流体的周期信号，该方法包括

a)在所述一个脉动周期内，对流体在空间一选定平面位置进行多次成象；

b)在所述图象中，提取相邻时刻两幅图象的相位差值；

c)选择一无相位卷绕时刻的图象为积分初值；

d)通过对所述相邻时刻两幅图象的相位差值沿时间轴求积分，得到流体相位。

所述的方法，其中该步骤c)包括

e)选择一预定时刻作为积分初始值，该时刻幅度图象与相位图象之积图象的方差为最小。

所述的方法，其中步骤e)包括下列处理

f)定义图象为J(t_i,x,y)，令该定义图象满足下列关系：

J(t_i,x,y)=｜I(t_i,x,y)｜·ArgI(t_i,x,y)，其中i=1～N,x和y为图象二维空间的二个坐标，I(t_i,x,y)表示ti时刻的复数磁共振图象，｜I(t_i,x,y)｜表示对该复数磁共振图象取模运算，Arg(.)表示取复数相角运算，

g)选取所述定义图象J(t_i,x,y)的方差最小值为积分初值。

所述的方法，其中所述预定时刻处于心脏舒张期。

所述的方法，其中该方法还包括下列步骤

d)利用心电电极，探测被扫描者的心电信号；

e)利用所述心电信号的前沿产生一个触发信号，用于同步成象脉冲序列。

本发明的优点在于：利用本方法可以在不减小测量流速精度的情况下，扩大流速的可测动态范围，得到流速随时间的变化波形而且实施简单，计算量极小，容易在MRI系统上实现。

下面结合附图对本发明的实施例作详细描述。

图1表示可应用本发明的MRI系统框图。

图2A表示用ECG门控同步MRI扫描。

图2B表示在ECG门控同步扫描时，不同时刻的图象关系。

图2C表示血流流速的周期变化及不同图象对应的血流速度。

本发明是在磁共振成象中利用相位方法实现流速测量，它包括用时间连续性来处理相位成象时的相位卷绕问题。可实施本发明的MRI系统框图如图1所示，图中主磁体120提供一个均匀的恒定磁场，被扫描者123，处于病床121上送入主磁体120腔内，整个MRI系统的操作是通过操作台100控制主计算机101进行，开始扫描时，主计算机101会将相应的指令和参数装入序列控制器102，序列控制器102便控制其内部的梯度波形产生器、射频产生单元和射频接收单元的工作。102内部梯度波形产生器驱动X,Y,Z三路梯度放大器103，为X,Y,Z三路梯度线圈104提供足够大的脉冲电流以形成三个方向的梯度磁场。102内部射频产生单元激励射频功放105为磁场中的射频发射线圈106提供足够大的脉冲功率，产生瞬间的射频频率的电磁场，激发人体中的氢原子核偏离热平衡态。射频脉冲结束后，这些受激的氢原子核便向热平衡态恢复，产生磁共振信号。射频接收线圈107检测这个微弱的磁共振信号，并经射频前置放大器108放大后送至序列控制器102的内部射频接收器。

序列控制器102的接收器完成对磁共振信号的检波与A/D变换后，将数据传输到主计算机101的内存中，存储在主计算机的硬盘上，从而完成数据采集。

在扫描过程中，三路梯度分别起着选择片层、频率编码与相位编码的作用，它们与射频发射、射频接收都按一定的时间关系先后或同时工作，决定于所设计的脉冲序列。

主计算机101将采集过程得到的原始数据送到阵列处理机109中进行适当的预处理和图象重构运算，得到磁共振图象。重构后的图象送到主计算机101的硬盘上存贮，并又送到图象子系统110的屏幕上供显示分析使用。

心电门控(ECG)装置122是用于对成象的脉冲序列实施心电门控的扫描。它用心电电极探测被扫描者的心电信号，并利用心电R波的前沿产生一个触发信号，送入序列控制器102中，这个触发信号控制序列控制器102中的脉冲序列与心电R波同步运行。

在本发明实施方案中，脉冲序列的运行设计如图2所示，ECG装置探测被扫描者的心电信号，用心电R波的前沿产生一个触发信号如图2-a所示，这个触发信号控制磁共振成象脉冲序列与心电同步的运行，当MRI系统接收到ECG触发信号后在等时间间隔上，即在t₁,t₂……t_N时刻，对包含血管的固定片层，进行多次激发并接收由此产生的磁共振信号，重构成象，从而得到心电周期中不同时刻的多幅磁共振图象，即图象1，图象2……图象N，如图2-b所示。

设不同时刻的复数磁共振图象为I(t_i,x,y)_i=1～N，每幅磁共振图象I(t_i,x,y)上血管部位的相位表示血流在时刻t_i的速度，在心脏收缩期时，由于血流速度大，以致可能使此时刻的血管部位的相位发生卷绕，但相邻时刻t_i-1与t_i时的流速差值是极有限的(当t_i-t_i-1很小时)，它的动态范围较流体速度本身的动态范围要小得多，如图2-c所示。

相邻时刻两幅图象的相位差Q(t_i,x,y)为：Q(t_i,x,y)=arg{I(t_i,x,y)·I*(t_i-1,x,y)}i=2～N(2.1)Q(t_i,x,y)=arg{I(t_i,x,y)·I*(t_N,x,y)}(2.2)

其中I(t_i,x,y)为t_i时刻的复数MRI图象，

    符号*表示取共轭，arg{·}是取相角运算。提取相邻时刻两幅图象的相位差值Q(t_i,x,y)，流体处的相位差值正比于相邻两次扫描时间流体的流速差值，时间间隔越小，流速差值就越小，因此得到的相邻时刻两幅图象相位差值就越不易发生卷绕。由于Q(t_i,x,y)不发生卷绕的限制较使I(t_i,x,y)的相位不发生卷绕的限制要宽松得多，所以利用Q(t_i,x,y)可以允许有更大的流速动态范围，通过空间某处沿时间轴对Q(t_i,x,y)求积分，则可以得到无卷绕的流体相位，通过公式(1)的换算得到流速随时间的变化波形。

在沿时间的积分中，必须选定一个无相位卷绕的积分参考图象做为积分的初值，在实际临床应用中，血流速度在心脏舒张期是很低的，因此可以很容易地得到无相位卷绕的积分参考图象。在实用中，这一选择过程可以按如下自动实现，

定义图象J(t_i,x,y)为：

J(t_i,x,y)=｜I(t_i,x,y)｜·Arg{I(t_i,x,y)i=1～N(3)

其中｜·｜是取模，arg{·}是取相角。

积分参考图象可选定为J(t_i,x,y)具有最小方差的那一幅图象，从而自动确定了积分初值。

Claims (5)

1、一种在磁共振成象中利用相位测流速的解卷方法，该磁共振图象上流体的相位与流速成正比，其中一磁共振成象系统包括有门控装置，用于探测脉动流体的周期信号，其特征在于：该方法包括

a)在所述一个脉动周期内，对流体在空间一选定平面位置进行多次成象；

b)在所述图象中，提取相邻时刻两幅图象的相位差值；

c)选择一无相位卷绕时刻的图象为积分初值；

d)通过对所述相邻时刻两幅图象的相位差值沿时间轴求积分，得到流体相位。

2、根据权利要求1所述的方法，其特征在于：该步骤c)包括

e)选择一预定时刻作为积分初始值，该时刻幅度图象与相位图象之积图象的方差为最小。

3、根据权利要求2所述的方法，其特征在于：步骤e)包括下列处理

f)定义图象为J(t_i,x,y)，令该定义图象满足下列关系：

J(t_i,x,y)=｜I(t_i,x,y)｜·ArgI(t_i,x,y)，其中i=1～N,x和y为图象二维空间的二个坐标，I(t_i,x,y)表示ti时刻的复数磁共振图象，｜I(t_i,x,y)｜表示对该复数磁共振图象取模运算，Arg(.)表示取复数相角运算，

g)选取所述定义图象J(t_i,x,y)的方差最小值为积分初值。

4、根据权利要求2所述的方法，其特征在于：所述预定时刻是心脏舒张期。

5、根据权利要求1所述的方法，其特征在于：该方法还包括下列步骤

h)利用心电电极，探测被扫描者的心电信号；

i)利用所述心电信号的前沿产生一个触发信号，用于同步成象脉冲序列。

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